EA003163B1 - Увеличение электрической проводимости и сокращаемости с помощью двухфазного кардиостимулятора, введенного в сердечное кровяное депо - Google Patents

Увеличение электрической проводимости и сокращаемости с помощью двухфазного кардиостимулятора, введенного в сердечное кровяное депо Download PDF

Info

Publication number
EA003163B1
EA003163B1 EA200000764A EA200000764A EA003163B1 EA 003163 B1 EA003163 B1 EA 003163B1 EA 200000764 A EA200000764 A EA 200000764A EA 200000764 A EA200000764 A EA 200000764A EA 003163 B1 EA003163 B1 EA 003163B1
Authority
EA
Eurasian Patent Office
Prior art keywords
phase
electrical
amplitude
stimulation
duration
Prior art date
Application number
EA200000764A
Other languages
English (en)
Other versions
EA200000764A1 (ru
Inventor
Мортон М. Моуэр
Original Assignee
Мортон М. Моуэр
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Мортон М. Моуэр filed Critical Мортон М. Моуэр
Publication of EA200000764A1 publication Critical patent/EA200000764A1/ru
Publication of EA003163B1 publication Critical patent/EA003163B1/ru

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/3621—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
    • A61N1/3622—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate comprising two or more electrodes co-operating with different heart regions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/37—Monitoring; Protecting
    • A61N1/371—Capture, i.e. successful stimulation
    • A61N1/3712—Auto-capture, i.e. automatic adjustment of the stimulation threshold
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

Увеличение электрической проводимости и сокращений с помощью двухфазного кардиостимулятора. Первая фаза стимуляции применяется к сердечному кровяному депо. Эта первая фаза стимуляции имеет заранее определенную полярность, амплитуду и продолжительность. Затем к сердечному кровяному депо применяется вторая фаза стимуляции. Вторая фаза также имеет заранее определенную полярность, амплитуду и продолжительность. Эти две фазы применяются последовательно. Вопреки принятой практике, первой применяется анодная стимуляция, после чего применяется катодная стимуляция. Таким образом, проводимость импульса через сердечную мышцу улучшается вместе с увеличением сокращаемости.

Description

Настоящее изобретение представляет собой частичное продолжение патентной заявки США, озаглавленной Увеличение электрической проводимости и сокращаемости с помощью двухфазного кардиостимулятора, номер 08/699,552, поданной 8 августа 1996 г.
Область техники
Это изобретение относится в целом к способам стимуляции мышечной ткани. В частности, это изобретение относится к способу кардиостимуляции и стимулятору с двухфазными формами волн, причем стимуляция происходит через сердечное кровяное депо.
Уровень техники
Функция сердечно-сосудистой системы является существенной для жизнедеятельности. Через кровообращение ткани тела получают необходимые питательные вещества и кислород и выводят ненужные вещества. При отсутствии кровообращения клетки начинают подвергаться необратимым изменениям, которые приводят к смерти. Мышечные сокращения сердца - движущая сила кровообращения.
В сердечной мышце волокна связаны между собой в разветвленную сеть, которая распространяется через сердце во всех направлениях. Когда какая-либо часть этой сети возбуждена, волна деполяризации проходит ко всем ее частям, и вся структура сокращается, как единое целое. Прежде чем волокно мышцы может быть возбуждено для сжатия, его мембрана должна быть поляризована. Волокно мышцы обычно остается поляризованным, пока оно не стимулируется некоторым изменением в его окружении. Мембрана может быть стимулирована электрически, химически, механически или при помощи изменения температуры. Минимальная сила стимуляции, необходимая для того, чтобы вызвать сокращение, называется порогом стимуляции. Максимальная амплитуда стимуляции, которая может быть приложена, не вызывая при этом сокращения, называется максимальной подпороговой амплитудой.
Когда мембрана стимулируется электрически, амплитуда импульса, требуемая для того, чтобы вызвать реакцию, зависит от множества факторов. Во-первых, это продолжительность протекания тока. Так как полный перемещенный заряд равен амплитуде тока на продолжительность импульса, увеличенная продолжительность стимуляции связана с уменьшением амплитуды порогового тока. Во-вторых, часть прикладываемого тока, который фактически пересекает мембрану, обратно пропорциональна размеру электрода. В-третьих, часть прикладываемого тока, который фактически пересекает мембрану, прямо пропорциональна близости электрода к ткани. В-четвертых, амплитуда импульса, требуемая для того, чтобы вызвать реакцию, зависит от времени стимуляции в пределах цикла возбуждения.
Почти повсюду в сердце находятся пучки и волокна особой ткани сердечной мышцы. Эта ткань содержит в себе проводящую систему сердца и служит для того, чтобы инициировать и распределять волны деполяризации по всему миокарду. Любое вмешательство или блокировка проводимости сердечного импульса могут вызвать аритмию или заметное изменение темпа или ритма работы сердца.
Иногда пациенту, страдающему от расстройства проводимости, можно помочь электрокардиостимулятором. Такое устройство содержит питаемый малой батареей электрический стимулятор. Когда установлен искусственный кардиостимулятор, электроды обычно протянуты сквозь вены в правый желудочек, или в правое предсердие и правый желудочек, а стимулятор установлен под кожей в плече или в брюшной полости. Питающие подводы установлены в тесном контакте с сердечной тканью. Кардиостимулятор передает ритмичные электрические импульсы сердцу, и миокард отвечает, ритмично сжимаясь. Имплантируемые медицинские устройства для стимуляции сердца хорошо известны и использовались для лечения людей приблизительно с середины 1960 гг.
Для стимуляции миокарда могут использоваться как катодный, так и анодный токи. Однако, анодный ток, как полагают, не может использоваться клинически. Катодный ток содержит электрические импульсы отрицательной полярности. Этот тип тока деполяризует мембрану клетки, разряжая мембранный конденсатор, и непосредственно уменьшает потенциал мембраны до порогового уровня. Катодный ток, непосредственно уменьшая потенциал покоя мембраны до порогового, имеет величину от половины до одной трети нижнего порогового тока в последней диастоле по сравнению с анодным током. Анодный ток содержит в себе электрические импульсы положительной полярности. В результате действия анодного тока происходит гиперполяризация покоящейся мембраны. После резкого завершения анодного импульса мембранный потенциал возвращается до уровня покоя, перерегулируется до порогового и происходит распространяемая реакция. Использованию анодного тока для стимуляции миокарда обычно препятствует более высокий порог стимуляции, который приводит к использованию более высокого тока, приводя к истощению батареи имплантированного устройства и его недолговечности. Кроме того, использованию анодного тока для кардиостимуляции препятствуют предположения, что анодный вклад в деполяризацию может, особенно при более высоких напряжениях, вносить вклад в порождение аритмии.
Фактически вся искусственная кардиостимуляция производится при использовании стимулирующих импульсов отрицательной полярности, или в случае биполярных систем, катод находится ближе к миокарду, чем анод. Там, где используют анодный ток, он обычно выступает как заряд незначительной величины, используемый для рассеивания остаточного заряда на электроде. Он не оказывает действия и не воздействует на состояние миокарда непосредственно. Такое применение описано в патенте США номер 4,543,956 на имя Негксоу1С1.
Использование трехфазной формы волны было раскрыто в патентах США, номера 4,903.700 и 4,821,724 на имя АЫдйат и др. и патенте США номер 4,343,312 на имя Сак и др. Здесь первая и третья фазы сами по себе не имеют никакого отношения к миокарду, а предложены только для того, чтобы воздействовать непосредственно на поверхность электрода. Таким образом, заряд, используемый в этих фазах, имеет очень низкую амплитуду.
Наконец, двухфазная стимуляция раскрыта в патенте США номер 4,402,322, на имя Ииддап. Цель изобретения состоит в том, чтобы произвести удвоение напряжения без потребности в большом конденсаторе в выходной цепи. Фазы описанной двухфазной стимуляции имеют равную величину и продолжительность.
Существует потребность в улучшенных средствах для стимуляции мышечной ткани, причем таких, чтобы увеличить получаемое сокращение и уменьшить повреждение прилегающей к электроду ткани.
Увеличенная функция миокарда получена посредством двухфазной стимуляции согласно настоящему изобретению. Комбинация катодных и анодных импульсов с целью или стимулирования или улучшения состояния организма, сохраняет улучшенную проводимость и сокращаемость при использовании анодной стимуляции при исключении недостатка в виде увеличенного порога стимуляции. Результатом является волна деполяризации увеличенной скорости распространения. Эта увеличенная скорость распространения приводит к превосходному сердечному сокращению, ведущему к улучшению кровотока. Улучшенная стимуляция при более низком уровне напряжений также приводит к снижению потребления энергии и увеличенному сроку службы батарей кардиостимулятора. Наконец, улучшенная стимуляция, достигнутая при применении настоящего изобретения, позволяет получить кардиостимуляцию без необходимости помещать питающие подводы в непосредственный контакт с сердечной тканью. Обычные стимулы, поступающие в сердечное кровяное депо, не могут эффективно захватывать миокард, так как не достигают порога стимуляции. Если увеличить напряжение генератора импульса таким образом, чтобы происходил захват миокарда, он обычно является настолько большим, что также стимулирует скелетные мышцы, вызывая болезненные сокращения грудной клетки в то время, как требуется только стимуляция сердца. При использовании настоя щего изобретения, как будет описано ниже, можно увеличить функцию миокарда посредством стимуляции сердечного кровяного депо.
Как и сердечная мышца, поперечнополосатая мышца также может быть стимулирована электрически, химически, механически или при помощи изменения температуры. Там, где волокно мышцы стимулировано мотонейроном, нейрон передает импульс, который активизирует все волокна мышцы в пределах ее управления, то есть волокна мышцы в ее двигательной единице. Деполяризация в одной области мембраны стимулирует смежные области, которые тоже деполяризуются, и волна деполяризации распространяется по мембране во всех направлениях от места стимуляции. Таким образом, когда мотонейрон передает импульс, все волокна мышцы в ее двигательной единице стимулированы на одновременное сжатие. Минимальная сила, требуемая для того, чтобы вызвать сокращение, называется порогом стимуляции. Как только этот уровень стимуляции достигнут, есть уверенность, что увеличение уровня не будет увеличивать сокращение. Кроме того, так как волокна мышцы в пределах каждой мышцы организованы в двигательные единицы, и каждая двигательная единица управляется отдельным мотонейроном, все волокна мышцы в двигательной единице стимулируются одновременно. Однако мышца в целом управляется многими различными двигательными единицами, которые отвечают на различные пороги стимуляции. Таким образом, когда данный раздражитель прикладывается к мышце, одни двигательные единицы могут ответить, а другие - нет.
Комбинация катодных и анодных импульсов согласно настоящему изобретению также обеспечивает улучшенное сокращение поперечно-полосатых мышц, там, где электрическая мышечная стимуляция предписана из-за неврального или мышечного повреждения. Когда нервные волокна были повреждены из-за травмы или болезни, волокна мышцы в областях, питаемых поврежденным нервным волокном, имеют тенденцию подвергаться атрофии и отмиранию. Мышца, которая не может быть тренируема, может уменьшаться до половины ее обычного размера за несколько месяцев. Когда нет никакой стимуляции, мало того, что волокна мышцы уменьшаются в размере, но они становятся фрагментированными и вырождающимися и заменяются соединительной тканью. Посредством электростимуляции можно поддерживать такой мышечный тонус, чтобы после заживления или регенерации нервного волокна ткани мышцы остались бы жизнеспособными. Увеличенное сокращение мышцы получается благодаря двухфазной стимуляции согласно настоящему изобретению. Комбинация катодных и анодных импульсов для или стимулирования или улучшения состояния организма приводит к сокращению большего числа двигательных единиц при более низком уровне напряжения, приводя к превосходной мышечной реакции.
Сущность изобретения
Следовательно, цель настоящего изобретения - обеспечить улучшенную стимуляцию сердечной ткани.
Другая цель настоящего изобретения увеличить производительность сердца через повышенное сокращение сердца, ведущее к большему ударному объему.
Другая цель настоящего изобретения увеличить скорость распространения импульса.
Другая цель настоящего изобретения - удлинить срок службы батареи кардиостимулятора.
Далее цель настоящего изобретения - получить эффективную кардиостимуляцию при более низком уровне напряжений.
Далее цель настоящего изобретения - исключить необходимость размещения электрических питающих подводов в тесном контакте с тканью для получения стимуляции ткани.
Другая цель настоящего изобретения обеспечить улучшенную стимуляцию мышечной ткани.
Далее цель настоящего изобретения обеспечить сокращение большего числа мышечных двигательных единиц при более низком уровне напряжений.
Способ и устройство для мышечной стимуляции в соответствии с настоящим изобретением включают проведение двухфазной стимуляции ткани мышцы, при этом осуществляются и катодный, и анодный импульсы. Согласно одному из аспектов этого изобретения, эта стимуляция проводится с миокардом, чтобы усилить функцию миокарда. Согласно другому аспекту этого изобретения, эта стимуляция подводится к сердечному кровяному депо и затем проводится к сердечной ткани. Это позволяет проводить кардиостимуляцию без необходимости размещения электрических подводов в тесном контакте с тканью сердца. Согласно дальнейшему аспекту этого изобретения, стимуляция проводится для ткани поперечно-полосатой мышцы, чтобы вызвать мышечную реакцию. Электроника для стимулятора для использования в способе по настоящему изобретению хорошо известна из уровня техники. Электронику для существующих в настоящее время стимуляторов можно запрограммировать на получение различных импульсов, включая описанные здесь.
Способ и устройство по настоящему изобретению включают первую и вторую фазы стимуляции, при этом каждая фаза стимуляции имеет полярность, амплитуду, форму и продолжительность. В предпочтительном варианте осуществления первая и вторая фазы имеют отличающиеся полярности. В первом альтернативном варианте осуществления эти две фазы имеют отличающиеся амплитуды. Во втором альтернативном варианте осуществления эти две фазы имеют отличающуюся продолжительность. В третьем альтернативном варианте осуществления первая фаза выполнена в форме прерывающейся волны. В четвертом альтернативном варианте осуществления амплитуда первой фазы изменяется во времени. В пятом альтернативном варианте осуществления первая фаза проводится более чем через 200 мс после завершения сердечного цикла биение/ накачивание. В предпочтительном альтернативном варианте осуществления первая фаза стимуляции представляет собой анодный импульс с максимальной подпороговой амплитудой большой продолжительности, а вторая фаза стимуляции - катодный импульс малой продолжительности и с высокой амплитудой. Отмечено, что вышеупомянутые альтернативные варианты осуществления могут быть скомбинированы различным образом. Также нужно отметить, что эти альтернативные варианты осуществления приведены в качестве примеров и не ограничивают рамки изобретения.
Краткое описание чертежей
Фиг. 1 - схематическое представление опережающей анодной двухфазной стимуляции;
фиг. 2 - схематическое представление опережающей катодной двухфазной стимуляции;
фиг. 3 - схематическое представление опережающей анодной стимуляции, низкого уровня и большой продолжительности, сопровождаемой обычной катодной стимуляцией;
фиг. 4 - схематическое представление опережающей анодной стимуляции, переменной во времени, низкого уровня и большой продолжительности, сопровождаемой обычной катодной стимуляцией;
фиг. 5 - схематическое представление опережающей анодной стимуляции, низкого уровня и малой продолжительности, проводимой серией, с последующей обычной катодной стимуляцией;
фиг. 6 - зависимость скорости проводимости поперек волокон от продолжительности стимуляции, происходящей от опережающего анодного двухфазного импульса;
фиг. 7 - зависимость скорости проводимости параллельно волокну от продолжительности стимуляции, происходящей от опережающего анодного двухфазного импульса.
Детальное описание изобретения
Настоящее изобретение относится к двухфазной электростимуляции мышечной ткани. Фиг. 1 демонстрирует двухфазную электростимуляцию, в которой первая фаза стимуляции, включающая анодный возбудитель 102, проводится с амплитудой 104 и продолжительностью 106. За первой фазой стимуляции немедленно следует вторая фаза, включающая катодную стимуляцию 108 равной интенсивности и продолжительности.
Фиг. 2 изображает двухфазную электростимуляцию, в которой первая фаза стимуляции, включающая катодную стимуляцию 202, проводится с амплитудой 204 и продолжительностью 206. За первой фазой стимуляции немедленно следует вторая фаза стимуляции, включающая анодную стимуляцию 208 равной интенсивности и продолжительности.
Фиг. 3 представляет предпочтительный вариант осуществления настоящего изобретения, в котором первая фаза стимуляции включает низкоуровневую, с большой продолжительностью анодную стимуляцию 302 с амплитудой 304 и продолжительностью 306. За этой первой фазой стимуляции немедленно следует вторая фаза стимуляции, включающая катодную стимуляцию 308 обычной интенсивности и продолжительности. В альтернативном варианте осуществления изобретения анодная стимуляция 302 проходит при максимальной подпороговой амплитуде. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения анодная стимуляция 302 составляет менее чем 3 В. В следующем альтернативном варианте осуществления изобретения анодная стимуляция 302 имеет продолжительность примерно от 2 до 8 мс. В ином альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 308 имеет малую продолжительность. В следующем альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 308 составляет примерно от 0,3 до 0,8 мс. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 308 имеет высокую амплитуду. В последующем альтернативном варианте осуществления изобретения, катодная стимуляция 308 находится в примерном диапазоне от 3 до 20 В. В следующем альтернативном варианте осуществления настоящего изобретения катодная стимуляция 308 имеет продолжительность меньше чем 0.3 мс и напряжение больше чем 20 В. В другом альтернативном варианте осуществления анодная стимуляция 302 проводится более чем через 200 мс после биения сердца. Таким образом, максимальный потенциал мембраны без активации достигается в первой фазе стимуляции, как показано приведенными вариантами осуществления, а также очевидными возможными изменениями и дополнениями.
Фиг. 4 демонстрирует альтернативный предпочтительный вариант осуществления настоящего изобретения, в котором первая фаза стимуляции, включающая анодную стимуляцию 402, проводится в течение периода 404 с возрастающим уровнем интенсивности 406. Наклон возрастающего уровня интенсивности 406, может быть линейным или нелинейным, наклон может изменяться. За этой анодной стимуляцией немедленно следует вторая фаза стимуляции, включающей катодную стимуляцию 408 обычной интенсивности и продолжительности. В альтернативном варианте осуществления изо бретения анодная стимуляция 402 повышается до максимальной подпороговой амплитуды. Еще в одном альтернативном варианте осуществления изобретения анодная стимуляция 402 повышается до максимальной амплитуды, которая составляет менее чем 3 В. В следующем альтернативном варианте осуществления изобретения анодная стимуляция 402 имеет продолжительность примерно от 2 до 8 мс. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения, катодная стимуляция 408 имеет малую продолжительность. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения, катодная стимуляция 408 составляет примерно от 0,3 до 0,8 мс. Еще в одном альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 408 имеет высокую амплитуду. В следующем альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 408 находится в примерном диапазоне от 3 до 20 В. В другом альтернативном варианте осуществления настоящего изобретения катодная стимуляция 408 имеет продолжительность меньше чем 0,3 мс и проводится при напряжении больше чем 20 В. В следующем альтернативном варианте осуществления анодная стимуляция 402 проводится более чем через 200 мс после биения сердца. Таким образом, максимальный потенциал мембраны без активации достигается в первой фазе стимуляции, как показано приведенными вариантами осуществления, а также очевидными возможными изменениями и дополнениями.
Фиг. 5 представляет двухфазную электростимуляцию, при которой первая фаза стимуляции, включающая серию 502 анодных импульсов, проводится при амплитуде 504. В одном варианте осуществления период покоя 506 имеет равную продолжительность с периодом стимуляции 508 и проводится при нулевой амплитуде. В альтернативном варианте осуществления период покоя 506 имеет продолжительность, отличающуюся от периода стимуляция 508, и проводится при нулевой амплитуде. Период покоя 506 имеет место после каждого периода стимуляции 508 за исключением того, что вторая фаза стимуляции, включающая катодную стимуляцию 510 обычной интенсивности и продолжительности, немедленно следует за завершением серии 502. В альтернативном варианте осуществления изобретения полный заряд, перемещенный за серию 502 анодной стимуляции, имеет максимальный подпороговый уровень. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения первый импульс стимуляции серии 502 проводится более чем через 200 мс после биения сердца. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения, катодная стимуляция 510 имеет малую продолжительность. А в другом альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 510 составляет приблизительно от 0,3 до 0,8 мс. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 510 имеет высокую амплитуду. А в другом альтернативном варианте осуществления изобретения, катодная стимуляция 510 находится в примерном диапазоне от 3 до 20 В. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 510 имеет продолжительность меньше чем 0,3 мс и проводится при напряжении более чем 20 В.
Пример 1. Характеристики стимуляции и распространения миокарда изучались на изолированных сердцах с использованием импульсов различных полярностей и фаз. Эксперименты были выполнены на пяти изолированных, препарированных по Лангендорфу сердцах кроли ков. Скорость проводимости на эпикарде была измерена с использованием ряда биполярных электродов. Измерения были проведены между 6 и 9 мм от места стимуляции. Трансмембранный потенциал был измерен с использованием плавающего внутриклеточного микроэлектрода. Были исследованы следующие протоколы: однофазный катодный импульс, однофазный анодный импульс, опережающий катодный двухфазный импульс и опережающий анодный двухфазный импульс.
Табл. 1 приводит значения скорости проводимости поперек направления волокон для каждого проведенного протокола стимуляции со стимуляцией при 3, 4 и 5 В и продолжительностью импульсов 2 мс.
Таблица 1
Скорость проводимости поперек направления волокон, продолжительность 2 мс
3У 4У 5У
Катодный однофазный 18,9±2,5 см/с 21,4±2,6 см/с 23,3±3,0 см/с
Анодный однофазный 24,0±2,3 см/с 27,5±2,1 см/с 31,3±1,7 см/с
Опережающий катодный двухфазный 27,1±1,2 см/с 28,2±2,3 см/с 27,5±1,8 см/с
Опережающий анодный двухфазный 26,8±2,1 см/с 28,5±0,7 см/с 29,7±1,8 см/с
Табл. 2 приводит значения скорости про- стимуляцией при 3, 4 и 5 В и продолжительноводимости вдоль направления волокон для каж- стью импульсов 2 мс.
дого проведенного протокола стимуляции со
Таблица 2
Скорость проводимости вдоль направления волокон, продолжительность 2 мс
3У 4У 5У
Катодный однофазный 45,3±0,9 см/с 47,4±1,8 см/с 49,7±1,5 см/с
Анодный однофазный 48,1±1,2 см/с 51,8±0,5 см/с 54,9±0,7 см/с
Опережающий катодный двухфазный 50,8±0,9 см/с 52,6±1,1 см/с 52,8±1,7 см/с
Опережающий анодный двухфазный 52,6±2,5 см/с 55,3±1,5 см/с 54,2±2,3 см/с
Различия в скоростях проводимости между катодным однофазным, анодным однофазным, опережающим катодным двухфазным и опережающим анодным двухфазным были найдены значительными (р <0.001). Из измерений трансмембранного потенциала, был найден максимум ((бУ/б!)шах) потенциала действия, который хорошо коррелирует с изменениями скорости проводимости в продольном направлении. Для импульса в 4 В при продолжительности в 2 мс, (бУ/б!)шах был 63,5±2,4 В/с для катодного и 75,5±5,6 В/с для анодного импульсов.
Пример 2. Влияние различных протоколов стимуляции на кардиальную электрофизиологию было проанализировано, используя препарированные по Лангендорфу изолированные сердца кроликов. Стимуляция применялась к сердцу при постоянном прямоугольном импульсе напряжения. Были исследованы следующие протоколы: однофазный анодный импульс, однофазный катодный импульс, опережающий анодный двухфазный импульс и опережающий катодный двухфазный импульс. Применяемое напряжение увеличивалось с шагом в 1 В от 1 до 5 В как для анодной, так и для катодной стимуляции. Продолжительность увеличивалась с шагом в 2 мс от 2 до 10 мс. Были измерены скорости проводимости эпикарда вдоль и поперек направления волокна левого желудочка на расстоянии от 3 до 6 мм от свободной левой стенки желудочка. Фиг. 6 и 7 изображают зависимость продолжительности импульса стимуляции и протокола проводимой стимуляции от скорости проводимости.
На фиг. 6 показаны скорости, измеренные между 3 и 6 мм, поперек направления волокон. В этой области катодная однофазная стимуляция 602 демонстрирует самую медленную скорость проводимости для каждой тестируемой продолжительности импульса стимуляции. За ней следует анодная однофазная стимуляция 604 и опережающая катодная двухфазная стимуляция 606. Самая большая скорость проводимости показана для опережающей анодной двухфазной стимуляции 608.
На фиг. 7 показаны скорости, измеренные между 3 и 6 мм, параллельно направлению волокон. В этой области катодная однофазная стимуляция 702 показывает самую медленную скорость проводимости для каждой тестируемой продолжительности импульса стимуляции. Результаты по скоростям анодной однофазной стимуляции 704 и опережающей катодной двухфазной стимуляции 706 подобны результатам для анодной однофазной стимуляции, показывающей немного более высокие скорости. Самая большая скорость проводимости показана для опережающей анодной двухфазной стимуляции 708.
В одном аспекте изобретения, электростимуляция производится для сердечной мышцы. Анодная компонента стимуляции двухфазной электростимуляции увеличивает кардиальную сокращаемость, гиперполяризуя ткань до возбуждения, что приводит к более быстрой проводимости импульса, большему внутриклеточному выделению кальция и результирующему превосходному сердечному сокращению. Катодная компонента стимуляции устраняет недостатки анодной стимуляции, приводя к эффективной кардиостимуляции при более низком уровне напряжений, чем требовалось бы при только анодной стимуляции. Это, в свою очередь, увеличивает срок службы батарейки кардиостимулятора и уменьшает повреждение ткани.
Во втором аспекте изобретения двухфазная электростимуляция подводится к сердечному депо крови, т. е. крови, входящей в сердце и окружающей его. Это позволяет проводить кардиостимуляцию без необходимости размещения электрических подводов в тесном контакте с сердечной тканью, уменьшая, таким образом, вероятность повреждения этой ткани. Пороговый уровень двухфазной стимуляции, подведенной к сердечному депо крови, имеет то же значение, как и для обычной стимуляции, подведенной непосредственно к сердечной мышце. Посредством применения двухфазной электростимуляции сердечное депо крови может выполнять увеличенное сердечное сокращение без сокращения скелетных мышц, повреждения сердечной мышцы или неблагоприятного воздействия на кровяное депо.
В третьем аспекте изобретения двухфазная электростимуляция применяется к ткани поперечно-полосатой мышцы. Комбинация анодной и катодной стимуляций приводит к сокращению большего числа мышечных двигательных единиц при более низком уровне напряжений, приводя к улучшенной мышечной реакции.
Описанная концепция изобретения понятна специалистам, и детальное изложение служит только для иллюстрации. В рамках данного изобретения возможны различные изменения и дополнения, очевидные для специалистов в данной области техники. Описанная здесь техника создания импульсов стимуляции находится полностью в пределах способностей существующей электроники кардиостимуляторов при задании соответствующей программы. В соответствии с вышесказанным изобретение ограничивается только нижеприведенными пунктами формулы и их эквивалентами.

Claims (46)

  1. ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ
    1. Способ электрической кардиостимуляции, при котором непосредственно на сердечное кровяное депо оказывают двухфазное воздействие, фазы которого имеют противоположные полярности, а полярность первой фазы положительная.
  2. 2. Способ электрической кардиостимуляции по п.1, отличающийся тем, что первая фаза стимуляции и вторая фаза стимуляции применяются к сердечному кровяному депо последовательно.
  3. 3. Способ электрической кардиостимуляции по п.1, отличающийся тем, что амплитуда первой фазы представляет собой максимальную подпороговую амплитуду.
  4. 4. Способ электрической кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что максимальная подпороговая амплитуда составляет приблизительно от 0,5 до 3,5 В.
  5. 5. Способ электрической кардиостимуляции по п.1, отличающийся тем, что продолжительность первой фазы, по крайней мере, такая же, как продолжительность второй фазы.
  6. 6. Способ электрической кардиостимуляции по п.1, отличающийся тем, что продолжительность первой фазы составляет примерно от 1 до 9 мс.
  7. 7. Способ электрической кардиостимуляции по п.1, отличающийся тем, что продолжительность второй фазы составляет примерно от 0,2 до 0,9 мс.
  8. 8. Способ электрической кардиостимуляции по п.1, отличающийся тем, что амплитуда второй фазы составляет приблизительно от 2 до 20 В.
  9. 9. Способ электрической кардиостимуляции по п.1, отличающийся тем, что первая фаза стимуляции инициируется более чем через 200 мс после завершения цикла сердцебиения.
  10. 10. Способ электрической кардиостимуляции, при котором непосредственно на сердечное кровяное депо оказывают двухфазное воздействие, фазы которого имеют противоположные полярности, причем амплитуда первой фазы меньше, чем амплитуда второй фазы.
  11. 11. Способ электрической кардиостимуляции, при котором непосредственно на сердечное кровяное депо оказывают двухфазное воздействие, фазы которого имеют противоположные полярности, причем амплитуда первой фазы изменяется от базового значения до второго значения.
  12. 12. Способ электрической кардиостимуляции по п.11, отличающийся тем, что второе значение равно амплитуде второй фазы.
  13. 13. Способ электрической кардиостимуляции по п.11, отличающийся тем, что второе значение составляет максимальную подпороговую амплитуду.
  14. 14. Способ электрической кардиостимуляции по п.13, отличающийся тем, что максимальная подпороговая амплитуда составляет приблизительно от 0,5 до 3,5 В.
  15. 15. Способ электрической кардиостимуляции по п.11, отличающийся тем, что продолжительность первой фазы, по крайней мере, такая же, как продолжительность второй фазы.
  16. 16. Способ электрической кардиостимуляции по п.11, отличающийся тем, что продолжительность первой фазы составляет приблизительно от 1 до 9 мс.
  17. 17. Способ электрической кардиостимуляции по п.11, отличающийся тем, что продолжительность второй фазы составляет приблизительно от 0,2 до 0,9 мс.
  18. 18. Способ электрической кардиостимуляции по п.11, отличающийся тем, что амплитуда второй фазы составляет приблизительно от 2 до 20 В.
  19. 19. Способ электрической кардиостимуляции по п.11, отличающийся тем, что продолжительность второй фазы составляет менее чем 0,3 мс, а амплитуда второй фазы больше 20 В.
  20. 20. Способ электрической кардиостимуляции, при котором непосредственно на сердечное кровяное депо оказывают двухфазное воздействие, фазы которого имеют противоположные полярности, причем продолжительность второй фазы составляет менее чем 0,3 мс, а амплитуда второй фазы больше 20 В.
  21. 21. Способ электрической кардиостимуляции, при котором непосредственно на сердечное кровяное депо оказывают двухфазное воздействие, фазы которого имеют противоположные полярности, причем первая фаза стимуляции дополнительно содержит серию стимулирующих импульсов заранее определенной амплитуды, полярности и продолжительности и серию периодов покоя.
  22. 22. Способ электрической кардиостимуляции по п.21, отличающийся тем, что применение первой фазы стимуляции дополнительно включает использование периода покоя нулевой амплитуды после, по крайней мере, одного импульса стимулирования.
  23. 23. Способ электрической кардиостимуляции по п.22, отличающийся тем, что период покоя имеет продолжительность, равную продолжительности импульса стимулирования.
  24. 24. Устройство для электрической кардиостимуляции, содержащее генератор стимулирующих сигналов, а также средства для приложения сигналов генератора непосредственно к сердечному кровяному депо, при этом генератор стимулирующих сигналов выполнен с возможностью вырабатывания двухфазного электрического сигнала кардиостимуляции, фазы которо го имеют противоположные полярности, а полярность первой фазы положительная.
  25. 25. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.24, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью последовательного применения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции к сердечному кровяному депо.
  26. 26. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.24, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, амплитуда первой фазы которых представляет собой максимальную подпороговую амплитуду.
  27. 27. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.26, отличающееся тем, что максимальная подпороговая амплитуда составляет приблизительно от 0,5 до 3,5 В.
  28. 28. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.24, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, продолжительность первой фазы которых, по крайней мере, такая же, как продолжительность второй фазы.
  29. 29. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.24, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, продолжительность первой фазы которых составляет примерно от 1 до 9 мс.
  30. 30. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.24, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, продолжительность второй фазы которых составляет примерно от 0,2 до 0,9 мс.
  31. 31. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.24, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, амплитуда второй фазы которых составляет приблизительно от 2 до 20 В.
  32. 32. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.24, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, что первая фаза стимуляции инициируется более чем через 200 мс после завершения цикла сердцебиения.
  33. 33. Устройство для электрической кардиостимуляции, содержащее генератор стимулирующих сигналов, а также средства для приложения сигналов генератора непосредственно к сердечному кровяному депо, при этом генератор стимулирующих сигналов выполнен с возможностью вырабатывания двухфазного электрического сигнала кардиостимуляции, фазы которого имеют противоположные полярности, при этом амплитуда первой фазы меньше, чем амплитуда второй фазы.
  34. 34. Устройство для электрической кардиостимуляции, содержащее генератор стимулирующих сигналов, а также средства для приложения сигналов генератора непосредственно к сердечному кровяному депо, при этом генератор стимулирующих сигналов выполнен с возможностью вырабатывания двухфазного электриче ского сигнала кардиостимуляции, фазы которого имеют противоположные полярности, причем амплитуда первой фазы изменяется от базового значения до второго значения.
  35. 35. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.34, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, что второе значение равно амплитуде второй фазы.
  36. 36. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.34, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, что второе значение составляет максимальную подпороговую амплитуду.
  37. 37. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.36, отличающееся тем, что максимальная подпороговая амплитуда составляет приблизительно от 0,5 до 3,5 В.
  38. 38. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.34, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, что продолжительность первой фазы, по крайней мере, такая же, как продолжительность второй фазы.
  39. 39. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.34, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, что продолжительность первой фазы составляет приблизительно от 1 до 9 мс.
  40. 40. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.34, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, что продолжительность второй фазы составляет приблизительно от 0,2 до 0,9 мс.
  41. 41. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.34, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, что амплитуда второй фазы составляет приблизительно от 2 до 20 В.
  42. 42. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.34, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания та-
    Фиг. 1 ких сигналов, что продолжительность второй фазы составляет менее чем 0,3 мс, а амплитуда второй фазы больше 20 В.
  43. 43. Устройство для электрической кардиостимуляции, содержащее генератор стимулирующих сигналов, а также средства для приложения сигналов генератора непосредственно к сердечному кровяному депо, при этом генератор стимулирующих сигналов выполнен с возможностью вырабатывания двухфазного электрического сигнала кардиостимуляции, фазы которого имеют противоположные полярности, при этом продолжительность второй фазы составляет менее чем 0,3 мс, а амплитуда второй фазы больше 20 В.
  44. 44. Устройство для электрической кардиостимуляции, содержащее генератор стимулирующих сигналов, а также средства для приложения сигналов генератора непосредственно к сердечному кровяному депо, при этом генератор стимулирующих сигналов выполнен с возможностью вырабатывания двухфазного электрического сигнала кардиостимуляции, фазы которого имеют противоположные полярности, при этом первая фаза стимуляции дополнительно содержит серию стимулирующих импульсов заранее определенной амплитуды, полярности и продолжительности и серию периодов покоя.
  45. 45. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.44, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, что применение первой фазы стимуляции дополнительно включает использование периода покоя нулевой амплитуды после, по крайней мере, одного импульса стимулирования.
  46. 46. Устройство для электрической кардиостимуляции по п.45, отличающееся тем, что оно выполнено с возможностью вырабатывания таких сигналов, что период покоя имеет продолжительность, равную продолжительности импульса стимулирования.
EA200000764A 1998-01-16 1999-01-13 Увеличение электрической проводимости и сокращаемости с помощью двухфазного кардиостимулятора, введенного в сердечное кровяное депо EA003163B1 (ru)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US09/008,636 US6136019A (en) 1996-08-19 1998-01-16 Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool
PCT/US1999/000879 WO1999036124A1 (en) 1998-01-16 1999-01-13 Augmentation of electrical conduction and contractibility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool

Publications (2)

Publication Number Publication Date
EA200000764A1 EA200000764A1 (ru) 2001-10-22
EA003163B1 true EA003163B1 (ru) 2003-02-27

Family

ID=21732757

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EA200000764A EA003163B1 (ru) 1998-01-16 1999-01-13 Увеличение электрической проводимости и сокращаемости с помощью двухфазного кардиостимулятора, введенного в сердечное кровяное депо

Country Status (19)

Country Link
US (1) US6136019A (ru)
EP (1) EP1064048B1 (ru)
AP (1) AP2002002486A0 (ru)
AT (1) ATE279958T1 (ru)
AU (1) AU2321199A (ru)
CA (1) CA2318101C (ru)
CZ (1) CZ299883B6 (ru)
DE (1) DE69921309T2 (ru)
DK (1) DK1064048T3 (ru)
EA (1) EA003163B1 (ru)
ES (1) ES2229670T3 (ru)
GE (1) GEP20022789B (ru)
HU (1) HUP0102503A2 (ru)
ID (1) ID26205A (ru)
IL (1) IL137321A (ru)
NO (1) NO20003732L (ru)
NZ (1) NZ505749A (ru)
SK (1) SK286698B6 (ru)
WO (1) WO1999036124A1 (ru)

Families Citing this family (44)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6343232B1 (en) 1966-08-19 2002-01-29 Mower Chf Treatment Irrevocable Trust Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation
US8321013B2 (en) 1996-01-08 2012-11-27 Impulse Dynamics, N.V. Electrical muscle controller and pacing with hemodynamic enhancement
US9289618B1 (en) 1996-01-08 2016-03-22 Impulse Dynamics Nv Electrical muscle controller
US8825152B2 (en) 1996-01-08 2014-09-02 Impulse Dynamics, N.V. Modulation of intracellular calcium concentration using non-excitatory electrical signals applied to the tissue
US7167748B2 (en) 1996-01-08 2007-01-23 Impulse Dynamics Nv Electrical muscle controller
WO2001024871A2 (en) * 1999-10-04 2001-04-12 Impulse Dynamics N.V. Modulation of intracellular calcium concentration using non-excitatory electrical signals applied to the tissue
US6415178B1 (en) * 1996-09-16 2002-07-02 Impulse Dynamics N.V. Fencing of cardiac muscles
US9713723B2 (en) 1996-01-11 2017-07-25 Impulse Dynamics Nv Signal delivery through the right ventricular septum
US6341235B1 (en) 1996-08-19 2002-01-22 Mower Chf Treatment Irrevocable Trust Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool
US7840264B1 (en) 1996-08-19 2010-11-23 Mr3 Medical, Llc System and method for breaking reentry circuits by cooling cardiac tissue
US7908003B1 (en) 1996-08-19 2011-03-15 Mr3 Medical Llc System and method for treating ischemia by improving cardiac efficiency
US8447399B2 (en) 1996-08-19 2013-05-21 Mr3 Medical, Llc System and method for managing detrimental cardiac remodeling
US6411847B1 (en) 1996-08-19 2002-06-25 Morton M. Mower Apparatus for applying cyclic pacing at an average rate just above the intrinsic heart rate
US6337995B1 (en) 1996-08-19 2002-01-08 Mower Chf Treatment Irrevocable Trust Atrial sensing and multiple site stimulation as intervention for atrial fibrillation
US6295470B1 (en) * 1996-08-19 2001-09-25 The Mower Family Chf Treatment Irrevocable Trust Antitachycardial pacing
CN100402642C (zh) 1999-02-04 2008-07-16 技术研究及发展基金有限公司 维持和扩增造血干细胞和/或祖细胞的方法和仪器
US6411845B1 (en) 1999-03-04 2002-06-25 Mower Chf Treatment Irrevocable Trust System for multiple site biphasic stimulation to revert ventricular arrhythmias
US9101765B2 (en) 1999-03-05 2015-08-11 Metacure Limited Non-immediate effects of therapy
US8346363B2 (en) 1999-03-05 2013-01-01 Metacure Limited Blood glucose level control
US8700161B2 (en) 1999-03-05 2014-04-15 Metacure Limited Blood glucose level control
US8019421B2 (en) 1999-03-05 2011-09-13 Metacure Limited Blood glucose level control
US8666495B2 (en) 1999-03-05 2014-03-04 Metacure Limited Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar
US6993385B1 (en) 1999-10-25 2006-01-31 Impulse Dynamics N.V. Cardiac contractility modulation device having anti-arrhythmic capabilities and a method of operating thereof
AU1049901A (en) 1999-10-25 2001-05-08 Impulse Dynamics N.V. Cardiac contractility modulation device having anti-arrhythmic capabilities and a method of operating thereof
US7389145B2 (en) * 2001-02-20 2008-06-17 Case Western Reserve University Systems and methods for reversibly blocking nerve activity
USRE45718E1 (en) * 2001-02-20 2015-10-06 Boston Scientific Corporation Systems and methods for reversibly blocking nerve activity
US7860570B2 (en) 2002-06-20 2010-12-28 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Implantable microstimulators and methods for unidirectional propagation of action potentials
ATE471501T1 (de) 2003-02-10 2010-07-15 N trig ltd Berührungsdetektion für einen digitalisierer
JP2006519663A (ja) 2003-03-10 2006-08-31 インパルス ダイナミックス エヌヴイ 心臓組織内の遺伝子発現を調節するための電気信号を送出する装置及び方法
US11439815B2 (en) 2003-03-10 2022-09-13 Impulse Dynamics Nv Protein activity modification
US8027721B2 (en) 2003-03-24 2011-09-27 Physio-Control, Inc. Balanced charge waveform for transcutaneous pacing
US8792985B2 (en) 2003-07-21 2014-07-29 Metacure Limited Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar
US20050055057A1 (en) * 2003-09-05 2005-03-10 Mirowski Famliy Ventures, L.L.C. Method and apparatus for providing ipselateral therapy
US11779768B2 (en) 2004-03-10 2023-10-10 Impulse Dynamics Nv Protein activity modification
US8352031B2 (en) 2004-03-10 2013-01-08 Impulse Dynamics Nv Protein activity modification
EP1827571B1 (en) 2004-12-09 2016-09-07 Impulse Dynamics NV Protein activity modification
US9821158B2 (en) 2005-02-17 2017-11-21 Metacure Limited Non-immediate effects of therapy
WO2006097934A2 (en) 2005-03-18 2006-09-21 Metacure Limited Pancreas lead
EP1898991B1 (en) 2005-05-04 2016-06-29 Impulse Dynamics NV Protein activity modification
US7877136B1 (en) * 2007-09-28 2011-01-25 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Enhancement of neural signal transmission through damaged neural tissue via hyperpolarizing electrical stimulation current
WO2011092710A2 (en) 2010-02-01 2011-08-04 Metacure Limited Gastrointestinal electrical therapy
US10940318B2 (en) 2014-06-17 2021-03-09 Morton M. Mower Method and apparatus for electrical current therapy of biological tissue
GB2553089B (en) * 2016-08-15 2018-11-21 Ipulse Medical Ltd Device for providing pain relief
HRP20230412T1 (hr) 2018-11-20 2023-07-07 Nuenerchi, Inc. Uređaj za električnu stimulaciju za primjenu frekvencije i vršnog napona koji imaju obrnuti odnos

Family Cites Families (70)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US32091A (en) * 1861-04-16 Improvement in corn-planters
GB1459397A (en) * 1973-03-22 1976-12-22 Biopulse Co Ltd Apparatus for treating organisms by applying an electrical signal thereto
US3924641A (en) * 1974-08-19 1975-12-09 Axotronics Inc Bi-phasic current stimulation system
US4055190A (en) * 1974-12-19 1977-10-25 Michio Tany Electrical therapeutic apparatus
US4019519A (en) * 1975-07-08 1977-04-26 Neuvex, Inc. Nerve stimulating device
US4233986A (en) * 1978-07-18 1980-11-18 Agar Ginosar Electronics And Metal Products Apparatus and method for controlling pain by transcutaneous electrical stimulation (TES)
US4222386A (en) * 1979-03-26 1980-09-16 Smolnikov Leonid E Method for stimulating cardiac action by means of implanted _electrocardiostimulator and implantable electrocardiostimulator for effecting same
US4343312A (en) * 1979-04-16 1982-08-10 Vitafin N.V. Pacemaker output circuit
US4327322A (en) * 1980-10-06 1982-04-27 Spatial Dynamics, Ltd. Bidirectional current supply circuit
US4392496A (en) * 1981-03-13 1983-07-12 Medtronic, Inc. Neuromuscular stimulator
USRE32091E (en) 1981-03-13 1986-03-11 Medtronic, Inc. Neuromuscular stimulator
US4402322A (en) * 1981-03-25 1983-09-06 Medtronic, Inc. Pacer output circuit
US4612934A (en) * 1981-06-30 1986-09-23 Borkan William N Non-invasive multiprogrammable tissue stimulator
US4456012A (en) * 1982-02-22 1984-06-26 Medtronic, Inc. Iontophoretic and electrical tissue stimulation device
US4498478A (en) * 1982-09-13 1985-02-12 Medtronic, Inc. Apparatus for reducing polarization potentials in a pacemaker
IL75048A0 (en) * 1984-05-04 1985-08-30 Dervieux Dominique Bipolar electrodes and apparatus comprising them for the relief of pains
US4543956A (en) * 1984-05-24 1985-10-01 Cordis Corporation Biphasic cardiac pacer
US4723552A (en) * 1984-06-04 1988-02-09 James Heaney Transcutaneous electrical nerve stimulation device
US4646744A (en) * 1984-06-29 1987-03-03 Zion Foundation Method and treatment with transcranially applied electrical signals
US4637397A (en) * 1985-05-30 1987-01-20 Case Western Reserve University Triphasic wave defibrillation
US5111811A (en) * 1985-06-20 1992-05-12 Medtronic, Inc. Cardioversion and defibrillation lead system with electrode extension into the coronary sinus and great vein
US4754759A (en) * 1985-07-03 1988-07-05 Andromeda Research, Inc. Neural conduction accelerator and method of application
US4903700A (en) * 1986-08-01 1990-02-27 Telectronics N.V. Pacing pulse compensation
US4821724A (en) * 1986-08-01 1989-04-18 Telectronics N.V. Pacing pulse compensation
US4875484A (en) * 1986-10-04 1989-10-24 Total Human Medical Laboratory Co., Ltd. Method for generating a low frequency electric stimulus signal and low frequency electric stimulus signal generating apparatus
US5117826A (en) * 1987-02-02 1992-06-02 Staodyn, Inc. Combined nerve fiber and body tissue stimulation apparatus and method
US5018522A (en) * 1987-10-26 1991-05-28 Medtronic, Inc. Ramped waveform non-invasive pacemaker
US5178161A (en) * 1988-09-02 1993-01-12 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Microelectronic interface
US4919140A (en) * 1988-10-14 1990-04-24 Purdue Research Foundation Method and apparatus for regenerating nerves
US4924880A (en) * 1988-11-16 1990-05-15 Sion Technology, Inc. Dental anesthesia apparatus
US4989605A (en) * 1989-03-31 1991-02-05 Joel Rossen Transcutaneous electrical nerve stimulation (TENS) device
US4996987A (en) * 1989-05-10 1991-03-05 Therapeutic Technologies Inc. Power muscle stimulator
US4976264A (en) * 1989-05-10 1990-12-11 Therapeutic Technologies Inc. Power muscle stimulator
US5036850A (en) * 1989-08-25 1991-08-06 Staodyn, Inc. Biphasic pulse output stage for electronic stimulating device
US5063929A (en) * 1989-08-25 1991-11-12 Staodyn, Inc. Electronic stimulating device having timed treatment of varying intensity and method therefor
US5069211A (en) * 1989-08-25 1991-12-03 Staodyn, Inc. Microprocessor controlled electronic stimulating device having biphasic pulse output
US5065083A (en) * 1989-08-25 1991-11-12 Staodyn, Inc. Microprocessor controlled electronic stimulating device having a battery management system and method therefor
US5097833A (en) * 1989-09-19 1992-03-24 Campos James M Transcutaneous electrical nerve and/or muscle stimulator
GB8924559D0 (en) * 1989-11-01 1989-12-20 Capel Ifor D Method for transcranial electrotherapy
US5048522A (en) * 1990-04-13 1991-09-17 Therapeutic Technologies, Inc. Power muscle stimulator
US5058584A (en) * 1990-08-30 1991-10-22 Medtronic, Inc. Method and apparatus for epidural burst stimulation for angina pectoris
US5052391A (en) * 1990-10-22 1991-10-01 R.F.P., Inc. High frequency high intensity transcutaneous electrical nerve stimulator and method of treatment
EP0491649B1 (en) * 1990-12-18 1996-09-25 Ventritex Apparatus for producing configurable biphasic defibrillation waveforms
US5109847A (en) * 1991-05-21 1992-05-05 E.P. Inc. Non-intrusive analgesic neuroaugmentive apparatus and management system
US5507781A (en) * 1991-05-23 1996-04-16 Angeion Corporation Implantable defibrillator system with capacitor switching circuitry
EP0594620A4 (en) * 1991-07-15 1994-11-02 Zmd Corp METHOD AND APPARATUS FOR TRANSCUTANEOUS CARDIAC STIMULATION.
US5215083A (en) * 1991-10-07 1993-06-01 Telectronics Pacing Systems, Inc. Apparatus and method for arrhythmia induction in arrhythmia control system
US5411525A (en) * 1992-01-30 1995-05-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Dual capacitor biphasic defibrillator waveform generator employing selective connection of capacitors for each phase
US5534015A (en) * 1992-02-18 1996-07-09 Angeion Corporation Method and apparatus for generating biphasic waveforms in an implantable defibrillator
US5224476A (en) * 1992-02-24 1993-07-06 Duke University Method and apparatus for controlling fibrillation or tachycardia
US5300096A (en) * 1992-06-03 1994-04-05 Hall H Eugene Electromyographic treatment device
US5314423A (en) * 1992-11-03 1994-05-24 Seney John S Cold electrode pain alleviating tissue treatment assembly
US5334220A (en) * 1992-11-13 1994-08-02 Siemens Pacesetter, Inc. Dual-chamber implantable pacemaker having an adaptive AV interval that prevents ventricular fusion beats and method of operating same
US5487759A (en) * 1993-06-14 1996-01-30 Bastyr; Charles A. Nerve stimulating device and associated support device
IL116699A (en) * 1996-01-08 2001-09-13 Biosense Ltd Method of building a heart map
US5411547A (en) * 1993-08-09 1995-05-02 Pacesetter, Inc. Implantable cardioversion-defibrillation patch electrodes having means for passive multiplexing of discharge pulses
US5458625A (en) * 1994-05-04 1995-10-17 Kendall; Donald E. Transcutaneous nerve stimulation device and method for using same
AT402825B (de) * 1994-06-23 1997-09-25 Voest Alpine Ind Anlagen Verfahren zur direktreduktion von eisenoxidhältigem material
US5422525A (en) * 1994-06-30 1995-06-06 Sundstrand Corporation Switched reluctance machine having unbalance forces compensation coils
US5534018A (en) * 1994-11-30 1996-07-09 Medtronic, Inc. Automatic lead recognition for implantable medical device
US5480413A (en) * 1994-11-30 1996-01-02 Telectronics Pacing Systems, Inc. Apparatus and method for stabilizing the ventricular rate of a heart during atrial fibrillation
US5601608A (en) * 1995-02-02 1997-02-11 Pacesetter, Inc. Methods and apparatus for applying charge-balanced antiarrhythmia shocks
SE9500620D0 (sv) * 1995-02-20 1995-02-20 Pacesetter Ab Anordning för hjärtstimulering
US5662698A (en) * 1995-12-06 1997-09-02 Ventritex, Inc. Nonshunting endocardial defibrillation lead
ATE290905T1 (de) * 1996-01-08 2005-04-15 Impulse Dynamics Nv Vorrichtung zur steuerung der herzaktivität unter verwendung von nicht-erregender vorstimulation
US5713929A (en) * 1996-05-03 1998-02-03 Medtronic, Inc. Arrhythmia and fibrillation prevention pacemaker using ratchet up and decay modes of operation
US5800465A (en) * 1996-06-18 1998-09-01 Medtronic, Inc. System and method for multisite steering of cardiac stimuli
US5871506A (en) * 1996-08-19 1999-02-16 Mower; Morton M. Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing
US5814079A (en) * 1996-10-04 1998-09-29 Medtronic, Inc. Cardiac arrhythmia management by application of adnodal stimulation for hyperpolarization of myocardial cells
FR2763247B1 (fr) * 1997-05-16 2000-02-18 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardioverteur a reduction des episodes d'arythmie, notamment d'arythmie auriculaire

Also Published As

Publication number Publication date
IL137321A (en) 2005-09-25
ATE279958T1 (de) 2004-11-15
DK1064048T3 (da) 2005-02-14
EP1064048B1 (en) 2004-10-20
DE69921309D1 (de) 2004-11-25
AP2002002486A0 (en) 2002-06-30
SK286698B6 (sk) 2009-03-05
CZ299883B6 (cs) 2008-12-17
NO20003732D0 (no) 2000-07-20
NO20003732L (no) 2000-08-29
NZ505749A (en) 2003-07-25
EP1064048A1 (en) 2001-01-03
CA2318101A1 (en) 1999-07-22
CA2318101C (en) 2003-12-02
CZ20002634A3 (cs) 2001-04-11
DE69921309T2 (de) 2005-10-13
US6136019A (en) 2000-10-24
ID26205A (id) 2000-12-07
SK10732000A3 (sk) 2001-01-18
IL137321A0 (en) 2001-07-24
WO1999036124A1 (en) 1999-07-22
EA200000764A1 (ru) 2001-10-22
ES2229670T3 (es) 2005-04-16
GEP20022789B (en) 2002-09-25
HUP0102503A2 (hu) 2001-10-28
AU2321199A (en) 1999-08-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EA003163B1 (ru) Увеличение электрической проводимости и сокращаемости с помощью двухфазного кардиостимулятора, введенного в сердечное кровяное депо
US5871506A (en) Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing
KR100433089B1 (ko) 2상 파형으로 근육 조직을 자극하기 위한 장치
US8290585B2 (en) Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool
CA2290600C (en) Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing
US6332096B1 (en) Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing
MXPA00006948A (en) Augmentation of electrical conduction and contractibility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool
MXPA00011661A (en) Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation
MXPA99012000A (en) Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing
CZ20004383A3 (cs) Zařízení pro stimulaci svalové tkáně dvoufázovými pulsy

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s)

Designated state(s): AM AZ BY KZ KG MD TJ TM

MM4A Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s)

Designated state(s): RU